Az MR(I) módszer elve Dr.Fidy Judit 2012 március 7
Az MR(I) módszer Ábrák: Kastler-Patay: MRI orvosoknak, Folia Neuroradiologica, 1993 (Nuclear) Magnetic Resonance Imaging mag (atommag) mágneses rezonancia alapu képalkotó módszer Non-invasive diagnosztika
Történelem - terminológia * NMR -spektroszkópia Bloch, Purcell, 1946 * MRI: első élő felvétel 1973 első rétegvizsgálat 1977 első emberi agyvizsgálat 1980 EPR Electron Paramagnetic Resonance elektron spektroszkópiai módszer magyarul: ESR Elektron-Spin Rezonancia-spektroszkópia
I. A Mag Mágneses Rezonancia jelensége 1. Az atommagok alkotói: protonok és neutronok P N Kvantumos viselkedés Rendelkeznek saját impulzusmomentummal: spinnel S N =S P =1/2 mint az elektron! kvantumszám azonos A proton töltése miatt pályamomentummal is rendelkezik
2. A kvantumos viselkedésü részecskék impulzusmomentuma Pályamomentum vektor L és mellékkvantumszám Nagysága kvantált: Planck állandó L = L = h h l 2π 2π ( l + 1) l ~l l= 0,1,2,..n-1
L iránya is kvantált: iránykvantálás H(z) L Egy kitűntetett irány pl. H (z) mágn. térhez viszonyítva csak meghatározott irányok L cos Θ = L = h 2π z m l Pl. l= 2 5-féle irány L x és L y nem meghatározott (m l =0,+/-1, +/-l) Mágneses kvantumszám 2l +1 -féle
3. Az elektromosan töltött részecskék impulzusmomentumához mágneses momentum tartozik Pl. az atomban kötött elektron pálya-impulzusmomentuma Klasszikus leírásban (köráram) az impulzus-momentum és a mágneses momentum vektorok kapcsolata: μ l = e 2 m r L elektron töltése r r L = r mv elektron tömege Iránya párhuzamos az impulzusmomentummal, iránykvantálás
az elektron pálya-impulzusmomentumhoz tartozó mágneses momentum nagysága μ μ L l nagysága kvantált = e 2 m r L = eh 4πm Bohr magneton e l μb = r L emlékeztető eh 4πm e = h l 2π μ L = μ B l
4. Az elektron saját impulzusmomentumához is tartozik mágneses momentum saját mágneses momentum μ S μ S = 2 e m 2 r S A spinmomentum hatékonyabban eredményez mágneses momentumot, mint a pályamomentum = 2 e m 2 h 2 π s ( S = 1 2 r μ = eh S = 4 πm s + 1 e ) 4 μ B eh π m Az elektron saját mágneses momentumának nagysága = Bohr magneton
5. Mágneses dipólus energiája mágneses térben Klasszikus viselkedésű mágneses momentum H φ μ E = E H 0 μ cosφ A momentum vektor térirányu vetülete Az energia mágneses tér nélkül E csökken, ha φ 0 A mágneses dipólusok orientálódnak mágneses térben Klasszikus szemlélet: Parallel orientáció
Kvantumos viselkedésű mágneses momentum Az elektron saját mágneses momentuma H Szokásos jelölések: φ Mágneses tér : H B iránya Z tengellyel μ vákuum általános Iránykvantálás: (2s+1)-féle beállás s=1/2 2-féle orientáció μ = h 2π m = Z S m h S m S Parallel és anti-parallel orientációk = ± 1 2 B μ B μ
6. A nukleonok saját mágneses momentuma (Protonok: töltés pályamozgásból származó momentum is) Irányitottságuk ellentétes, és μ N < μ P N P μ e = 2 s μ B = μ B μ μ μ g N P = = = 2 2 eh 4πm s s ( 1.91 ) ( 2.79 ) μ g Giromágneses konstans μ g m P ~1840m e!! μ g << μ B A nukleonok mágneses momentuma jóval kisebb, mint az elektroné
7. Az atommagok saját mágneses momentuma több nukleon, párosával energiaszinteken, ellentétes spinnel = 0 A páros számu nukleonok ellentétes momentumai közömbösítik egymást 3 1 H kétnneutron egyn proton μ mag μn = 0 = μp = 2.79 μg 3 μg 2 μ N μ P 3 A mag momentuma = 0, ha a protonok v. neutronok száma ptl. szám
8. Jelentős mágneses momentummal bíró atommagok? Milyen atommagoknak lesz jele mágneses kölcsönhatásban? Diagnosztika a szervezetben előforduló atommagok? páratlan atomszámúak? 1 H 13 C 19 F 23 Na 31 P Sok legyen belőle! Atomok 2/3-a H! Nagy mágneses momentum! Proton-MRI
Mag I h-ban μ μ g -ben Mag I h-ban μ μ g -ben n p B Be Li Li He He H H 10 5 9 4 7 3 6 3 4 2 3 2 3 1 2 1 1/2 1/2 1 1/2 1/2 0 1 3/2 3/2 3-1,91 +2,79-0,86 +3-2,1 0 +0,8-3,2-1,2-1,8 Bi Pb In Cl O O N N C C 209 83 208 82 115 49 36 17 17 8 16 8 15 7 14 7 13 6 12 6 0 1/2 1 1/2 0 5/2 2 9/2 0 9/2 0 +0,7 +0,4-0,28 0-1,9 +1,3 +5,5 0 +4 h h=h/2π A proton momentuma kiemelkedően nagy
9. Proton- momentumok mágneses térben Iránykvantálás az orientáció precessziós mozgást jelent parallel orientáció Mint az elektron! energetikailag kedvezőbb E 1 állapot E 1 < E 2 antiparallel orientáció E 2 állapot
Zeeman effektus Zeeman felhasadás az iránykvantálás energiafelhasadást jelent kétféle orientáció kétféle energiaállapot ΔE = = E E ( E E ) ( E E ) μ B cos φ + μ B cos φ 2 μ Z 2 1 = Z o mágn.2 ΔE~2μ Z B Z B 0 mágn.1 = φ ~ 0 -> cosφ ~1 Φ a precesszió szöge Az antiparallel orientáció energiája nagyobb
Zeeman effektus Zeeman felhasadás ΔE~2μ Z B Az energiakülönbség lineárisan nő a mágneses tér nagyságával E 0 ΔE =2μ ZB T:Tesla mágneses tér nélkül: E 0 energia 1 Tesla= 10 000 Gauss
A precesszió frekvenciáját a Zeeman felhasadás nagysága határozza meg. ΔE = 2μB = hf precesszió frekvenciája Larmor frekvencia Proton-momentum Milyen frekvenciával gerjeszthető az E1 E2 átmenet? ΔE = 2μB = hf -A két frekvencia azonos! -Lineárisan változik B-vel
9. Proton- momentumok mágneses térben összefoglalás A protonok mágneses momentumai mágneses térben B r - -vel parallel és anti-parallel állásúak lehetnek - a parallel orientációnak kisebb az energiája - mindkét orientációban B r precesszálnak f = 1 2 μb h frekvenciával - a két orientáció enrgiakülönbsége lineárisan nő B-vel
10. A proton- momentumok orientációja mágneses térben megoszlik a két nívó között Boltzmann eloszlás E1 nívó kisebb energiájú : N N 2 1 = e ΔE kt N1 számu proton parallel orientációval N2 számu antiparallel orientációval Az antiparallel orientációk száma alig kisebb, mint a parallel orientációké A mágneses momentumok csaknem teljesen közömbösítik egymást Proton, B=0.5T ΔE 10-7 ev Nagyon kicsi! kt (310K) = (0.027 ev) N 2 ~ N 1
Mag-mágneses momentumokra alapozott mérésekben igen kis effektus várható vvvv N N N 1 2 10 8 μi = M Jelölés: sok proton eredő momentuma M De: a gazdag információtartalom miatt mégis érdemes mérést tervezni
11. A mag-mágneses rezonancia jelensége -maghoz rendelt mágneses momentumot -mágneses tér jelenlétében - rezonanciába hozzuk -külső elektromágneses sugárzással ΔE = hf Gerjesztjük az E 1 E 2 átmenetet A parallel orientációjú mágneseket antiparallel orientációba visszük át
II. A diagnosztikai képalkotás menete A képalkotáshoz felhasznált adatok a mag mágnesek (= protonmomentumok) rezonancia-állapotának megszüntetése után detektálható relaxációs folyamatok jellemzői
Eddig beszéltük meg előadáson
1. A beteget testtengelyével párhuzamos irányú erős mágneses térbe helyezzük Szupravezető elektromágnes tekercs Erős mágnes ΔE nagyobb Kompenzálatlan momentumok száma nő Z tengely A B mágneses tér iránya II Z Lineárisan nő Z mentén B o +B(Z) B B O 10 000 Gauss 0.5 G földi tér Különleges rendszabályok óvatosság Z Fémek, implantok, pacemaker.
2μB=hf Alaphelyzet mágneses térben M:kompenzálatlan momentumok eredője, parallel orientáció B-vel Mágneses tér hatása: -orientáció -azonos frekveciáju precesszió -De: a precesszió fázisa összehangolatlan M xy =0
2. Gerjesztés kiválasztott frekvenciájú EM sugárzással : ΔE=hf RF! ΔE = 2μB = Z-től függ hf A vizsgálandó testrészt rádiófrekvenciás sugárzásnak tesszük ki tekercs AC tere RF ~ 20 MHz ( ΔE)
A gerjesztés hatása 1. Energiaátmenet E1 E2 egy adott testszeletben 2. Orientációváltás parallel antiparallel 3. A külső váltakozó feszültség-tér rákényszeríti fázisát a precessziós mozgásra a mágneses momentumok együtt forognak M xy 0
3. A gerjesztés impulzus jellegű - időtartamának szerepe Az orientációváltás időt vesz igénybe Elnevezések az Impulzus időtartama alapján 90 0 -os impulzus Merőlegesbe fordítás-ig tart A gerjesztő tekercs mágneses tere Precesszió B1 körül is hν 1 = 2μB 1 180 0 -os impulzus Teljes átfordítást végez
Az orientációváltás precesszálva történik (együttes precesszió) M xy 0 15 o Az együttes precesszió Következménye: Az X-Y síkban a gerjesztés alatt -Növekvő amplitudójú -Forgó mágneses momentum AC feszültség adó tekercs
A gerjesztés néhány fázisa 90 o 180 o
Orientációváltás energia-képben 90 o -os impulzus 50%-os orientáció-váltás M z =0 A 90 o -os impulzus hatását fogjuk tárgyalni
4. 90 o -os gerjesztés utáni relaxáció Az MR-kép adatait a gerjesztő impulzus kikapcsolása utáni relaxáció alatt mérhető jelek jelentik Mz változik: 0 max Mxy változik: körbeforogva csökken - orientációváltás - precesszió fázisa elhangolódik Valódi mérésben : 90 és 180 fokos jelek kombinációja szekvencia
Adatgyűjtés 90 o -os gerjesztés utáni relaxáció alatt Változó mágneses tér az X-Y síkban feszűltséget indukál Impulzushosszak kombinációja után mért relaxációs jelek JEL Háromféle paraméter meghatározása ρ Protonsűrűség Τ1 M z relaxációs ideje Τ2 M xy relaxációs ideje
5. A T1 spin-rács relaxációs idő Környező molekulák M Z M Zo 1 e = τ t T1 A momentum B 0 irányú vetülete a 90 o -os impulzus után visszatér a z irányhoz A ρ protonsűrüséggel arányos T1: 500 1000 ms
T1 értelmezése Milyen gyorsan sikerül ütközésekkel leadni a ΔE energiát a környezetnek? A ρ protonsűrüséggel arányos M Z M Zo 1 e = τ t Az energiaátadás feltétele, hogy az átvevő molekula vibrációs frekvenciája rezonanciában legyen a Larmor precesszióval f p ~ f mol (f viz >> f mol ) T1: 500 1000 ms Nagy molekulák lassú rezgései fehérjék, lipidek T1 kicsi T1 rövid --- Mz(t) nagy --- fényes pixel --- zsírszövet világos
6. A T2 spin-spin relaxációs idő T2 A lokális mágneses terek miatt a koordinált precesszió elhangolódik M XY = M XY, 0e τ t T2: 50 100 ms
T2 értelmezése M XY = M XY, 0e τ t Környezet: mágneses inhomogenitás T2 Nagy molekulák-> lassú mozgás ->inhomogenitás fennmarad -> gyors fázisvesztés -> T2 rövid T2: 50 100 ms Nagy molekulák-> T2 rövid -> Mxy kicsi -> pixel sötét Vizes közeg: inhomogenitások kiátlagolódnak -> fázisvesztés lassú -> T2 nagy -> fényes pixel
Nagy molekulák T1 rövid -- pixel világos T2 rövid -- pixel sötét Hogyan történik a mérési adatgyűjtés?
Az indukált feszültség valódi jelalakja : Free Induction Decay FID Módosított T2! T1 és T2 paraméterek megjelenítése Mz(t) és Mxy(t) mérése? Gyakorlati megvalósítás: impulzus-gerjesztések kombinációjával
A gerjesztő tekercs mágneses tere B1 X tengely Maximális értékek 180 o 90 o
diagnosztikai érték FID
A spin echo módszer A B 0 tér fennálló inhomogenitásainak hatása kiküszöbölődik T2* T2 Spin-spin fázisvesztés
A spin echo módszerrel a spin-spin kölcsönhatásból származó fázisvesztést mérjük
A szekvenciák időparaméterei ismétlődési idő echo-idő TR TE
Jelek gyűjtése a T1 relaxációs idő szerinti megjelenítésre TR: két 90 o -os impulzus között eltelt ismétlési idő
T1 szerinti kontraszt kialakítása spin-echo módszerrel
Jelek gyűjtése a T2 relaxációs idő szerinti megjelenítésre
ρ szerinti kontraszt kialakítása spin-echo módszerrel
III. Egy testszelet képelemeinek meghatározása 1. A rezonancia állapot gerjesztési frekvenciája kiválaszt egy testszeletet hν= 2μB(Z) ν B Z 2. Képelemek feloldása az X irányban A relaxáció alatt X irányban lineárisan változó gradiens tér bekapcsolása precesszió (=> indukált feszültség) frekvenciája az X mentén változik hν= 2μ(B+B(X))
3. Képelemek feloldása az Y irányban Y mentén lineárisan változó gradiens tér alkalmazása rövid ideig => Precesszió fázisának módosítása Y függvényében 4. A vevőtekerccsel mért jel felbontása Egy szeleten belül a pixelek kijelölése gradiens-terekkel Y ω = 2πν A mért indukált feszültség sok frekvenciájú és fázisú jel szuperpoziciójának eredménye Az egyes ν és φ komponensek előállítása Fourier analízissel X ν i, φ j ρ, T1, T2 minden képelemre
A paraméterek megjelenítése A T1 és a T2 szerinti fényesség-kódolás különböző szöveti tulajdonságokat emel ki T1 szerinti súlyozás Világos: fehér állomány T2 szerinti súlyozás Világos: szürke állomány
IV. Az MRI mint diagnosztikai módszer -non-invasive módszer (de: kontrasztanyagok toxicitása?) -Csont-szövet nem zavar: pl. gerincvelő vizsgálata UH, CT -Felbontás: ~5 mm vastag szelet, 1.5x1.5 mm képelem igen jó -3D rekonstrukció lehetősége mint a CT, de a kontraszt élesebb -Lágy szövetek, elsősorban zsírszövetek agyszövet és: nyak, mellkas, alhas (máj, lép, hasnyálmirigy, vese..) vázizomzat, izületek
De: - a készülék és a mérés drága - 3D képhez hosszú adatgyűjtési idő pszichológiai problémák Biztonsági szempontok erős mágneses tér, indukált áram melegítő hatása, hangjelenségek, periferiális idegvégződések stimulálása gerjesztő tér teljesítménye és db/dt limitek kontraindikáció: terhesség első trimer pacemaker ferromágneses és fém implantok (szembe kerűlt szilánkok)
V.Speciális MRI technikák fejlődési irányok 1. Angiográfia A mért térfogatba a szeletre merőlegesen ki vagy be-áramló vér a sebességprofiltól és az áramlási sebességtől függően jelszegény vagy jelgazdag tartományhoz vezet Artéria cerebri média területén arterio-venosus malformáció -fáziselemzés alapján
érszűkűlet értágulat Gd jelzés Time of flight
A mért térfogatba a szeletre merőlegesen ki vagy be-áramló vér a sebességprofiltól és az áramlási sebességtől függően jelszegény vagy jelgazdag tartományhoz vezet angiográfiai alkalmazások
2. Kontrasztanyagok alkalmazása: T1 és T2-kontraszt T1 súlyozott kép meningeoma diagnosztizálásához Gadolinium kontraszt kiemeli a daganat helyét: világos képlet Paramágneses atomok alkalmazása: T1 rövidül a kóros szövetekben Gd, Mn, Ba farmakonok (ahol a vér-agy gát átjárható)
T2 tipusu kontrasztanyagok ferromágneses: ép szövetekben T2 csökken T2 kép sötét szuperparamágneses (Fe-oxid) nanorészecskék: T2*-kép sötét pl. máj: normál szövetek dúsítják, tumor nem Víz: természetes kontrasztanyag De: Gd jelző toxicitása - veseelégtelenség
3. Funkcionális MRI- fmri BOLD : Blood Oxygen Level Dependent signal Ogawa, 1990 Alapja: oxy hemoglobin : diamágneses, nincs mag mágneses momentuma deoxy hemoglobin: paramágneses, mágneses momentuma van => Hb állapota endogén kontraszt-ágens Alkalmazása agyi funkciók vizsgálatában: visual cortex, motor cortex, beszéd Neoron aktivitás véráramlás oxyhb T2 jelintenzitás
Hemodinamikai válaszfüggvények rövid mérési idő: 1-2 perc alacsony felbontás, gyors szken 1/ 2-3 sec
fmri sebészeti területek és funkcionálisan fontos tartományok elkülönítése